可穿戴脈搏壓力監測系統設計

胡 威，吳學洲，朱 臣，葉 冬，黃永安

(華中科技大學 數字制造裝備與技術國家重點實驗室，湖北 武漢 430074)

0 引言

可穿戴電子技術為形成一個快速發展的消費設備領域奠定了基礎。可穿戴表皮電子設備能夠實時監測人體生理健康信息，并實現人體產生的信號與外界系統的實時交互，為人們的生活帶來更多的舒適和方便。當前可穿戴電子設備多用于監測人體生理健康信息，如先進的醫療保健、監測人體生命體征等。同時，可穿戴電子設備還可作為人體生理和神經信號與外界檢測裝備之間的接口[1]，為可穿戴電子系統提供了新的應用研究方向，如人機實時交互處理控制接口等[2]。

完整的可穿戴電子系統需具備數據采集、處理及應用能力，除此之外，還需兼具可彎曲性、可伸縮性與穿戴舒適性。因此，建立一個實用可靠的系統，需要將傳感器、執行器、數據處理單元和無線通信系統[3-6]集成在一個柔性平臺上。但目前的執行器、數據處理單元和無線通信系統的整體柔性化程度還未能匹配可穿戴表皮電子傳感器的封裝條件[7-8]，導致多采用有線系統進行信號的采集和傳輸處理。本文提出了一種可穿戴脈搏壓力監測系統的解決思路，包括信息傳導、無線傳輸和實時顯示。

1 系統整體框架

本文提出的可穿戴脈搏壓力監測系統由3部分組成：脈搏壓力監測傳感器、調理硬件系統以及智能終端設備。脈搏傳感器采集人體脈搏的壓力信號，經過系統調理放大電路的濾波和放大處理，得到可用于藍牙無線傳輸的信號。再通過藍牙無線傳輸系統電路的AD采樣模塊進行模數轉換，并最終無線發送給智能終端設備。智能終端設備的軟件程序無線接收數據，并對其進行處理，用于數據分析和圖像顯示。系統整體框圖如圖1所示。圖1右為系統實測場景圖。

圖1 系統整體功能框圖

上述的硬件處理系統集成制作在柔性基底電路板上，與設計的脈搏壓力監測傳感器有機結合，整體封裝成手表形狀，人體可進行舒適地穿戴。并且還可與現有的機械或電子表頭相結合，形成具有智能監測功能的手表。系統采用柔性基板電路和微電子相結合，實現了柔性可彎曲的無線通信系統，將傳感器采集的信號傳輸到智能終端，并對傳感器信號進行了簡單處理和分析應用。

1.1 脈搏壓力監測傳感器設計

脈搏壓力傳感器作為整個可穿戴脈搏壓力檢測系統的感知元件，除了要求靈敏度高、噪聲信號小、穩定性高等特點，還需要具備柔軟舒適的特點，以滿足可穿戴電子設備的穿戴需求。

壓電傳感器利用壓電材料的壓電效應，將機械能轉換為電能。這種有源傳感器能將脈搏跳動微弱的機械能轉換為電能，再通過電壓放大和采集電路，就可以非常靈敏地檢測到微小的壓力變化[9]。

壓電材料有石英、壓電陶瓷等無機壓電材料和聚偏二氟乙烯(polyvinylidene difluoride, PVDF)等有機壓電材料。無機壓電材料雖然有著更高的壓電常數，但是其脆性大，可承受的最大應變一般不超過1%；相反，有機壓電材料具有非常好的柔性，同時也有著較優良的壓電效應。

直接將柔性的PVDF壓電薄膜貼在手腕處，能夠測量到人體的脈搏波形。但是輸出電壓的幅值在1 mV左右，需用半導體分析測試儀才能測得有效信號[10]。另一方面有效信號幅值過小，很容易被噪聲信號所淹沒。使用單一的柔性壓電膜也增加了與整個可穿戴系統裝配的難度[11]。

基于以上問題，設計了如圖2(a)所示的壓力傳感器。傳感器由5部分組成：下支撐件、PVDF壓電薄膜、硅膠探頭、上封裝基體和引出線。上下基體起到固定、支撐和封裝的作用；硅膠探頭是用楊氏模量極小的Ecoflex材料澆鑄在精密模具里制備而成的超柔軟的壓力探頭，起到壓力傳遞的作用，可以將比較微弱的壓力傳遞到傳感器的感芯上，有效地減小了能量的損失；PVDF壓電薄膜當受到外界壓力作用而產生應變時，由于壓電效應能在其表面產生極化的電荷，從而有電信號輸出，是整個傳感器的感芯部分；引出線將PVDF產生的電壓信號傳遞給采集和調理電路做下一步處理。所設計的脈搏壓力傳感器的實物圖如圖2(b)所示，將傳感器用腕帶戴在手腕處，用示波器測得人體脈搏波形如圖2(c)所示，最大電壓約70 mV，最小電壓約-20 mV，所以還需電壓放大電路、直流偏置電路等進行后續處理。

圖2 脈搏檢測傳感器結構示意圖

1.2 脈搏信號調理硬件系統

脈搏壓力傳感器的輸出信號的幅值和能量是非常微弱的。為了采集出脈搏壓力傳感器的信號，需要在進行無線傳輸前對微弱的電壓信號進行多級放大處理，才能達到AD采集單元的采樣電壓范圍的要求，采集到有效的脈搏信號。同時還需避免傳輸過程中外界低幅值微弱噪聲信號的混入[12]。

由于人體本身就是一個導電體，外界的工頻干擾，體外的電場、磁場感應都會引入測量噪聲，導致采集的信號中混雜著來自人體或環境的噪聲干擾，因此信號的濾波和電路的屏蔽就成為了調理電路設計的重點。50 Hz工頻噪聲的去除也是調理電路的關鍵。本文中使用的電路為典型的有源雙T型陷波器[13]。其中心頻率漂移受電路中電容和電阻的影響，所以設計中需采用高精度的鍍銀云母電容或碳酸鹽電容和金屬膜電阻，才能高效濾除50 Hz工頻信號。同時對于有效頻帶范圍外的高頻和低頻噪聲也需去除[14]。

由于前文敘述的電路設計，不可避免會產生零點漂移，以及脈搏壓力信號本身的特性，都會導致負壓的產生，而系統芯片的AD采樣接口無法采集負壓信號，因此調理電路結構中需設計偏置電路以適應后續電路的AD采樣。

電源設計需綜合考慮系統的功耗和系統集成所需的供電電壓及供電電流。本系統存在有源集成運算放大器以及DA14580藍牙芯片的供電需求。

無線傳輸部分，要求信號實時傳輸，且數據發送量較大，對傳輸速率也有比較高的要求。考慮到信號與智能終端的無線通信實現，以及可穿戴系統整體功耗要求較低，綜合比較其他無線傳輸協議，選用藍牙無線通信協議便于實現與智能手機終端的無線通信。本文選用DA14580藍牙核心芯片實現藍牙無線傳輸功能。調理硬件系統原理圖如圖3和圖4所示。通過模擬仿真給出了調理系統的幅相頻曲線，并通過方波信號進行測試，以及實測人體在靜止時的脈搏波形，由圖5可以看出，調理系統在相應通頻帶內濾波放大功能正常，對噪聲濾除效果良好。

圖3 系統藍牙及電源供電部分電路圖

圖4 系統調理放大電路圖

圖5 系統調理部分信號測試

圖6 Android智能手機終端APP

完成系統的原理設計后，還需進行柔性印刷電路板(Flexible Printed Circuit Board, FPCB)整板設計調試。為了保證系統硬件的可靠性，需要考慮FPCB的布局設計；電源部分和調理放大部分及藍牙無線傳輸部分的數字地和模擬地要分隔開；電源線和地線必須加寬，高阻抗的走線要短；元件的信號走線要避免相互之間平行布局，其電源線要與信號線之間隔開；合理進行鋪銅設計以減小干擾。還需綜合考慮FPCB設計的彎曲曲率要求，合理分布元器件，在滿足系統功能的前提下，盡可能地實現較大曲率的彎曲性能要求。綜合考慮以上因素得到FPCB系統電路板設計。

1.3 Android智能手機終端APP開發

在開源的Android操作系統下進行APP的開發工作，其核心任務是利用Bluetooth協議實現目標數據的無線傳輸。本系統采用了低功耗藍牙4.0這種最新版本的藍牙傳輸協議，利用Eclipse Android應用開發軟件成功設計出了一款APP,并且最終在智能手機上實現了人體脈搏波形的無線顯示。設計開發的APP運行邏輯流程圖如圖6所示。

2 系統性能測試

柔性無線通信系統整體調試，將柔性無線通信硬件和軟件相結合，采集自制的脈搏波形傳感器信號，利用終端APP接收數據顯示脈搏波形，驗證系統的功能。并對系統的使用穩定性進行改進，對軟件功能進行完善。最后設計模具，利用聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane, PDMS)對FPCB系統電路板進行封裝，最終完成可穿戴脈搏壓力監測手環的設計。

本文中可穿戴脈搏壓力監測手環的應用場景為日常生活成年人脈搏信號監測。為此設計實驗方案：(1)靜止時脈搏波形測量；(2)運動后脈搏波形測量。利用示波器采集原始脈搏波形數據以及調理后的波形數據，并通過APP終端顯示脈搏波形。對比測試采集的脈搏波形如圖7所示，脈搏波形的主波、潮波、重搏波特征[15]可由圖7中APP采集波形較好地讀出。

圖7 成年受試者運動前后脈搏波形測試結果對比

從圖7(a)和圖7(b)中示波器直接采集調理后波形數據與APP采集數據對比可知，系統無線采集的數據波形與實際波形吻合良好。而且由人體運動前和運動后測試采集的脈搏波形可知，運動后脈搏頻率明顯加快。圖7(c)中脈搏波形頻率基本保持穩定，由于影響脈搏壓力變化的因素較多，傳感器靈敏度較高，細微的環境變化都會引起脈搏波形變化，圖中波形幅值在一定范圍內波動與實際測量環境相符，驗證了系統脈搏傳感器長時間采集數據的穩定性。通過實驗結果與數據分析，可以驗證本文的穿戴脈搏壓力監測手環可用于日常生活成年人脈搏信號監測。

3 結論

本文提出了一種可穿戴脈搏壓力監測系統的解決思路，自主設計實現了一種脈搏波形采集傳感器，利用APP將脈搏傳感器采集的信號傳輸到Android移動終端，在APP界面上實現脈搏信號的可視化。但沒有進一步分析處理APP采集到的數據，提取脈搏波形的特征數據。后續將研究脈搏波形數據處理算法以及APP的優化設計。

參考文獻

[1] JEONG J, YEO W, AKHTAR A, et al. Materials and optimized designs for human-machine interfaces via epidermal electronics[J]. Advanced Materials， 2013, 25(47): 6839-6846.

[2] JUNG S, KIM J H, KIM J, et al. Reverse-micelle-induced porous pressure-sensitive rubber for wearable human-machine interfaces[J]. Advanced Materials, 2014, 26(28): 4825-4830.

[3] VAITHIANATHAN T, ZHOU H, HAUER J. Wireless Bi-directional data link for an EEG recording system using STM32[Z]. Lisboa, Portugal, 2014.

[4] 保鵬飛，薛萬國，張震江，等. 基于藍牙的生命體征數據采集系統設計與實現[J]. 中國數字醫學, 2013,8(2): 5-7.

[5] 孫慶鋒，熊瑯鈺，李澤洋. 基于可穿戴設備的智慧校園一環通系統[J]. 信息化建設, 2016(3): 269.

[6] 張毅，許勇. 基于ARM的商用車信息系統的設計[J]. 電子技術應用, 2016,42(5): 57-59.

[7] YANG G, CHEN J, XIE L, et al. A hybrid low power biopatch for body surface potential measurement[J]. IEEE Journal of Biomedical and Health Informatics, 2013, 17(3): 591-599.

[8] XU S, ZHANG Y, JIA L, et al. Soft microfluidic assemblies of sensors, circuits, and radios for the skin[J]. Science, 2014, 344: 70-74.

[9] 王國力，趙子嬰，白金星. PVdF壓電薄膜脈搏傳感器的研制[J]. 傳感技術學報, 2004,17(4): 688-692.

[10] DONG W, XIAO L, HU W, et al. Wearable human-machine interface based on PVDF piezoelectric sensor[J]. Transactions of the Institute of Measurement and Control, 2017, 39(4): 398-403.

[11] 張洋，李毅彬，陳曉萌，等. 基于多種傳感器的無創連續血壓測量研究[J]. 電子技術應用, 2016,42(5): 64-67.

[12] 熊平，唐建. 表面肌電信號前端處理系統[J]. 計算機工程與應用, 2015(1): 218-222.

[13] 張金榜，劉軍. 脈搏信號調理電路的設計[J]. 電子元器件應用, 2012(8): 56-60.

[14] 周岳斌，楊凱，陳家順. 腕帶式無線心率檢測儀設計[J]. 微型機與應用, 2017,36(4): 99-102.

[15] 瞿年清，謝夢洲. 脈搏波形釋義[J]. 中國中醫藥信息雜志, 2007,14(6): 3-4.